CN102565736B - 确定层关于相对其运动的部位的位置的方法和磁共振设备 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种用于借助磁共振设备(5)在检查对象(O)的预定的体积片段之内确定一层(24)的关于一个相对于该层(24)运动的部位(25)的位置的方法。在此在多个时刻位置分辨地采集在该层(24)之内的物理特性(T)，从而对于该层(24)的至少一个体素采集物理特性(T)的时间曲线(31)。根据该时间曲线(31)分别在特定时刻确定该层(24)关于该部位(25)的位置。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于在一层之内采集物理特性时确定该层关于一个相对于该层运动的部位的位置的方法，以及一种相应构造的磁共振设备。
背景技术
例如借助磁共振断层造影的三维高分辨的实时温度成像(也称为MR温度成像)，在过去一些年来发展成为对于非介入或最小介入肿瘤治疗方法进行监视和控制的主要辅助手段。在此对于从MR图像中确定温度，在温度改变的情况下对水质子的质子共振频率移动(PRF)的确定被用作标准方法。例如参见W.Wlodarzcyk et al.；Phys.Med.Bio.，44，第607-626页，1999。
具有每层低于200ms的测量时间的快速成像方法(例如EPI(“平面回波成像”))结合无参考的(referenzfreie)方法可以在连续测量的情况下对运动的器官进行温度确定。例如参见M.Zhu et al.；MRM，60(3)；第536-541页，2008或W.A.Grissom et al.；17th International Meeting of International Society for Magn.Resonance in Medicine(ISMRM)，Abstract#2516。
在实时温度成像中由于在两个采集之间部位或器官的运动而产生问题。在用于表示温度的PRF方法中该运动导致错误温度值，并且用于温度测量的无参考的方法不能进行剂量计算(即，对于用多少热量来治疗肿瘤的计算)。关于运动的部位或器官来跟踪利用磁共振设备拍摄的层通常是不足够的，必须具有呼吸/心跳循环的知识并且实现起来成本过高。
为了能够确定在运动的部位或器官中一个定义的位置上的温度变化(Temperaturverlauf)，例如可以进行分割和/或非刚性配准。然而这些方法尚处于发展阶段，并且对于具有小的信噪比(Signalrauschabstand)(如在MR实时温度成像中产生的)的MR数据不能足够快速并且对于温度量化不能以足够的质量建立结果。此外该方法的待调整的参数典型地是特定于器官的，这使得该方法的应用更困难。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，在多个时刻采集在一层之内的物理特性并且在这些时刻的每个以尽可能简单的手段确定该层的关于一个相对于该层运动的部位的位置。
在本发明的范围内提供一种用于借助磁共振设备在检查对象的预定的体积片段之内确定一层的关于一个相对于该层运动的部位的位置的方法。在此该方法包括以下步骤：
·在多个时刻，位置分辨地采集在该层之内的物理特性，从而对于至少一个体素或对于该层的至少一个点采集物理特性的时间曲线。在特别是由于呼吸/脉搏周期，该部位或器官相对于该层周期地运动期间，在多个时刻采集该层的图像点或体素的物理特性的测量值。如果随时间(即对于多个时刻)标注(auftragen)该层的一个特定体素的这些测量值，则得到一个时间曲线。可以对于该层的体素(当仅涉及一个体素时)或对于这些多个体素中的每一个(当涉及多个体素时)确定该时间曲线。
·根据该时间曲线(或如果涉及多个体素时，则根据这些时间曲线)分别在这些时刻的任意时刻确定该层关于该部位的位置。
在此特别这样在预定的体积片段之内确定该层，使得该层尽可能频繁地与该部位(例如待检查的器官)相交，即使当该部位相对于该层运动时。在已知该部位或器官关于特别是不动的层的相对运动范围的情况下，尽可能这样确定该层，使得尽管例如由于呼吸/心跳周期引起器官相对于该层的运动，但是该层从不会位于该部位外部。但是当然按照本发明还可以，该层仅在该部位相对于该层运动的一定阶段与该部位相交。然后当在该部位和该层之间存在交集时，仅在该时刻按照本发明确定该层关于该部位的位置。
按照本发明的方法前提是，该部位的一部分(该部分由于该部位的相对运动而被该层掠过)的被采集的物理特性以公知的方式改变，例如单调上升或下降。此时如果该层相对于该部位运动，则该部位内部的层的特定体素的位置发生变化，并且由此该体素的被采集的物理特性也发生变化。因为物理特性的改变的方向(即梯度)是已知的，则可以从物理特性的时间曲线中推导出该层的当前位置。
部位特别是周期地相对于层(例如由于呼吸/心跳周期)运动，由此物理特性的时间曲线同样是周期性的。由此可以根据在该时间曲线的一个周期内采集的物理特性的位置确定该层相对于该部位的位置。
由于部位相对于层的周期性的运动，该层的一个特定体素沿着已知的梯度运动，该体素在关于所述物理特性的该部位内部存在。如果对特定的体素随时间标注对于每个时刻确定的物理特性的测量值，则得到周期性的变化或周期性的波动，其中该变化的每个周期具有物理特性的最大值和最小值。当物理特性的测量值在一个特定的时刻位于一个周期的特定位置(例如在最大值处或最大值以下的10％振幅处)时，则该层在该时刻位于如该层在前面的时刻所位于的相同的位置，当在前面的周期的相同的位置处采集了测量值时。
换言之，可以通过确定在时间曲线的各个周期内部测量值的位置，来确定在采集测量值的那个时刻该层的位置。换言之当对于该层的一个特定的体素被采集的测量值在各个周期内具有相同的位置时，该层关于该部位位于相同的位置。由此通过根据物理特性的时间曲线确定，在哪个时刻该层又取该部位内部的相同位置，按照本发明的方法可以进行一种自配准。
尽管可以对于该层的每个体素建立时间曲线，但是足够的是，仅分析一个或少数几个体素的时间变化，以便在特定的时刻确定该层的位置。因为对于该层同时采集物理特性的测量值，所以一个或少数体素的位置确定足以确定层的位置和由此其他体素的位置。
物理特性例如可以是温度、流速、扩散系数或谱分析的结果。
本发明使得对于该部位的(例如器官的)当前位置的确定，即，作为用于配准被测量位置的标准，可以采用所谓的功能性图和特别是物理特性的时间曲线，该功能性图替代解剖图像(幅度图像(Magnitudenbilder))位置分辨地表示组织的物理特性如温度、扩散系数、流速、谱信息等。在此具有锐利的梯度(具有大的空间上的改变的梯度)的功能性图是特别合适的。例如在肿瘤切除时的温度图、或在有血液流过的血管中具有锐利的梯度的流测量的结果、或在扩散系数/纤维跟踪情况下的结果、或在灌注测量情况下的结果是适合于此的。
根据按照本发明的实施方式，在采集物理特性时在该时刻采集或测量该层的每个体素的物理特性的绝对值。通过根据时间曲线确定该层在特定的时刻关于该部位的位置，周期性地随着该部位的相对运动、分别对于该部位的相同的体素也确定物理特性的绝对值，从而可以跟踪相同体素的绝对值的变化。
通过对特定的时刻对于该层的每个体素确定物理特性(例如温度)的绝对值并且通过对于这些时刻确定该层的位置，相应地也周期性地确定对于该部位的相同体素的绝对值。由此例如可以跟踪该部位的(例如器官的)相同体素的温度的变化。
由于相对运动，例如在呼吸/心跳周期期间该层与该部位的多个层(在以下称为部位层)相交。如果相应地在一个时刻确定该层体素的物理特性的绝对值，则由此一定程度上在该时刻确定此时相应于该层的那些部位层的体素的物理特性的绝对值。因为存在由该层掠过的多个部位层，并且因为这些部位层由于周期性的相对运动而多次相应于该层，所以可以对于这些部位层的体素多次确定或重建绝对值。
也就是，尽管在多个时刻仅测量对于一层的该体素的物理特性，但是由于这些部位层相对于该层的周期性的相对运动，也可以多次对于其中每个部位层的体素确定物理特性。由此也可以对于每个部位层的每个体素确定物理特性的变化。
当然，按照本发明也仅可以跟踪一个部位层。总是当根据该物理特性的时间曲线识别到该层重叠该部位层(相应于该部位层)时，可以对于该部位层的体素确定物理特性。
按照本发明同样还可以在采集物理特性时对于该层的体素在多个时刻也测量MR信号的幅度。在特别地从MR言号的相位值中导出物理特性时，可以从MR信号的幅值中重建解剖MR图像。因为层如前面所述由于周期性的相对运动而相对于部位层运动，所以由此可以对于每个部位层(或对于一个或多个特定的部位层)建立多个解剖MR图像。换言之对于每个时刻，不仅采集MR信号的相位值，而且采集其幅值，从而既建立功能性图，该功能性图位置分辨地包括在各个时刻对于该层的物理特性的测量值，也建立对于各个时刻该层的解剖MR图像。因为层由于相对运动而周期性地相对于部位层运动，从而在每个时刻另一个(但周期性地重复的相同的)部位层相应于该层，所以由此可以对于多个部位层(或仅对于一个部位层)分别建立多个解剖MR图像。
采集的幅值(从这些幅值中重建解剖MR图像)还可以被用来在该部位的内部精确确定各个层的位置，即，用于配准层。
根据优选的按照本发明的实施方式，还可以对于多个层(而不是仅对于一个层)进行前面描述的方法或按照本发明的实施方式。利用这些多个平行的层可以采集在部位的整个体积中的物理特性的测量值。此外由此还可以对于所有平行于这些层的部位层建立解剖MR图像。为此确定或预先给出相对运动的范围并且这样调整层的间隔，使得该间隔相应于该范围或者小于该范围。当最上面的层布置在在部位的上边缘处并且最下面的层布置在部位的下边缘处时，由此确保，每个部位层由于部位相对于这些层的相对运动而在一个周期内部至少一次与这些层之一覆盖。
也就是，尽管通常根据相对运动的范围而设置的层的间隔明显大于部位层的间隔，但是由于周期性的相对运动，从而重复地测量所有部位层并且由此重复确定在所有的部位层内部的物理特性。以相同方式通过采集幅值也可以重复地重建对于所有的部位层的解剖MR图像。
按照本发明的方法例如可以在对肿瘤治疗方法的监视和/或控制的范围内的实时温度成像中被采用。在此肿瘤治疗方法理解为一种方法，在该方法中有针对地加热特定的部位(例如患有肿瘤的器官)，以便战胜肿瘤。利用本发明可以测量在该部位的温度并且由此监视和/或控制肿瘤治疗方法。
本发明特别提供的优点是，不需要对物理特性的测量值的采集进行触发，例如根据待检查的部位/器官的特定位置。也不需要将物理特性的测量值的采集的各个时刻与呼吸循环或心跳循环进行匹配。
在本发明的范围内还提供了一种磁共振设备，用于确定在检查对象的预定的体积片段内部的、层关于一个相对于该层运动的部位的位置。在此磁共振设备包括基本场磁铁、梯度场系统、多个HF天线和控制装置，利用该控制装置控制梯度场系统和HF天线、接收由HF天线所收到的测量信号、分析所述测量信号并且从中建立MR图像。该磁共振设备位置分辨地在多个时刻采集该层内部的物理特性，其中然后对该层的每个像素重建该物理特性的时间曲线。接着磁共振设备根据前面重建的时间曲线关于该部位来确定层的位置，该层在该部位相对于该层相对运动期间总是具有与该部位的交集。
按照本发明的磁共振设备的优点基本上相应于前面详细解释的按照本发明的方法的优点，因此此处不再重复。
此外，本发明还描述了一种计算机程序产品，特别是计算机程序或软件，该软件可以被加载到磁共振设备的可编程的控制器或计算单元的存储器中。当该计算机程序产品在磁共振设备的控制器或控制装置中运行时，利用该计算机程序产品可以执行按照本发明的方法的前面描述的所有的或者不同的实施方式。在此，计算机程序产品可能需要程序装置，例如程序库和辅助函数，以实现该方法的相应实施方式。换言之，针对计算机程序产品的权利要求特别地保护一种软件，利用该软件按照本发明的方法的上面描述的实施方式之一能够被执行，或者说该软件能够执行所述实施方式。在此，该软件可以是源代码(例如以C++)，该源代码还必须被编译(翻译)和连接或者仅必须被解释，或者是一种可执行的软件代码，为了执行只需将该软件代码加载到相应的计算单元。
最后，本发明还公开了一种电子可读的数据载体，例如，DVD，磁带或者USB棒，在其上存储了电子可读的控制信息，特别是软件(参见上面所述)。当这些控制信息(软件)由数据载体读取并且存储到磁共振设备的控制装置以及计算单元时，能够执行前面描述的方法的所有按照本发明的实施方式。
本发明特别适合于在肿瘤切除时建立温度图。当然本发明不限于该优选的应用领域，因为按照本发明例如还可以建立任意的功能性图，该功能性图例如包括扩散系数、流速(流图)、灌注值或谱分析结果。
附图说明
以下借助附图结合优选的本发明实施方式详细解释本发明。其中，
图1示意性示出了按照本发明的磁共振设备。
图2a至2c示出了待检查的器官关于固定的层的相对运动。
图3示出了如何从周期性的测量结果中外推特定的部位层的测量结果。
图4示出了如何从周期性的测量结果中外推出对于多个特定的部位层的测量结果。
图5示出了按照本发明的实施方式的程序流程图。
具体实施方式
图1示意性示出了磁共振设备5。在此基本场磁铁1产生时间上恒定的强磁场用于对象O的检查部位中的核自旋、例如位于磁共振设备5的检查台23上的人体的待检查的部位(器官)的核自旋的极化或对齐。在典型的球形测量空间M中定义用于核自旋共振测量所需的基本磁场的高均匀性，人体的待检查的部位布置在该测量空间。为了支持均匀性要求并且特别是为了消除时间上不可变的影响，在合适的位置安装由铁磁材料构成的所谓的匀场片(Shim-Blech)。通过匀场线圈2来消除时间上可变的影响。
在基本场磁铁1中采用由三个子线圈组成的圆柱形的梯度线圈系统3。由放大器给每个子线圈提供用于在笛卡尔坐标系的各个方向上产生线性(而且时间上可变的)梯度场的电流。在此，梯度场系统3的第一子线圈产生x方向上的梯度Gx，第二子线圈产生y方向上的梯度Gy，并且第三子线圈产生z方向上的梯度Gz。放大器包括数模转换器，该数模转换器由用于时间正确地产生梯度脉冲的序列控制装置18控制。
一个(或多个)高频天线4位于梯度线圈系统3内，所述高频天线将高频功率放大器给出的高频脉冲转换为用于待检查的对象O或者对象O的待检查部位的核的激励以及核自旋的对齐的交变磁场。每个高频天线4由一个或多个HF发送线圈和以组件线圈的环形、优选线性或矩阵形的布置形式的一个或多个HF接收线圈组成。各个高频天线4的HF接收线圈也将由进动的核自旋所发出的交变场(即通常由一个或多个高频脉冲和一个或多个梯度脉冲组成的脉冲序列引起的核自旋回波信号)转换为电压(测量信号)，该电压经过放大器7被传输到高频系统22的高频接收通道8。高频系统22还包括发送通道9，在该发送通道9中产生用于激励核磁共振的高频脉冲。在此，根据由设备计算机20预先给出的脉冲序列，将各个高频脉冲在序列控制装置18中数字地表示为复数的序列。该数列作为实部和虚部分别经过输入端12被传输到高频系统22中的数模转换器，并且从该数模转换器被传输到发送通道9。在发送通道9中将脉冲序列加调制到高频载波信号上，后者的基频对应于测量空间中核自旋的共振频率。
通过发送-接收转接器6进行发送运行和接收运行的切换。高频天线4的HF发送线圈将用于激励核自旋的高频脉冲入射到测量空间M，并且通过HF接收线圈探测所形成的回波信号。相应获得的核共振信号在高频系统22的接收通道8′(第一解调器)中被相位敏感地解调到中间频率，并且在模数转换器(ADC)中被数字化。该信号还被解调到频率0。在数字化到数字域内之后在第二解调器8中进行到频率0的解调和到实部和虚部的分解。通过图像计算机17从这样所获得的测量数据重建功能性图(例如温度图)和/或MR图像。通过设备计算机20进行对测量数据、图像数据、功能性图和控制程序的管理。序列控制装置18根据利用控制程序的预定值来控制各个期望的脉冲序列的产生和k空间的相应扫描。在此，序列控制装置18特别地控制梯度的时间正确的切换、具有定义的相位振幅(Phasenamplitude)的高频脉冲的发送以及核共振信号的接收。由合成器19提供用于高频系统22和序列控制装置18的时间基准。用于产生MR图像的相应的例如存储在DVD 21上的控制程序的选择，以及产生的MR图像的显示通过包括键盘15、鼠标16和显示器14的终端13进行。
在图2a至2c中示意性示出，待检查的器官(例如肝脏)25相对于一个关于磁共振设备5并且由此相对于待检查的患者O是固定的层24如何运动。假定，图2a至2c是按照相应的时间顺序产生的，则可以看出，层24在图2a中位于肝脏25的下部，而层24由于在图2a至2c中向下运动的肝脏25从而在图2b中布置在肝脏25的中部并且在图2c中布置在肝脏25的上部。
如果图2a标记了肝脏25相对于层24的上反转点并且图2c标记了肝脏25相对于层24的下反转点时，则顺序图2a、图2b、图2c、图2b、图2a代表了肝脏24相对于层25的一个运动周期，其中肝脏24在其上反转点开始并且通过其下反转点返回到其上反转点。
要指出的是，图2a至2c不是按照比例示出的。通常层24的相对运动仅覆盖肝脏25的一小部分(例如20至30％)而不是如在图2a至2c中简化示出的几乎整个肝脏。
以下参考图3根据对在运动的器官的(肝脏的)指定的位置上的精确的温度变化的确定来解释本发明。
首先确定层24，该层与肝脏相交。在此这样确定该层24，使得尽管在层24和肝脏25之间具有相对运动，但是在肝脏25和该层24之间总存在交集，如在图2a至2c中的情况那样。例如关于肝脏25可以这样布置层24，使得肝脏25的相对运动(例如由于患者O的呼吸/心跳周期)的方向平行于法向量发生，该法向量垂直于层平面，如在图2a至2c的情况那样。换言之，层24由于相对运动而在肝脏25内部运动。
然后例如通过在多个时刻确定水质子的质子共振频率移动来建立该层的温度图。目前的方法可以对于该层在100-250ms内建立温度图。现在在图3中对于层24的一个特定的位置(对于体素或点)利用周期性的变化曲线31随时间标注温度。尽管总是在层24的相同点上确定温度，但是由于肝脏25相对于在空间中固定的层24的周期性的相对运动而得到一个示出的周期性的变化或周期性的波动。根据曲线31的频率，该频率相应于患者O的呼吸频率，得到一个大约6s的周期时长。在该周期时长之内肝脏25内部的层24的找出的点沿着温度梯度运动，该温度梯度例如通过如下得到，即在肿瘤治疗方法期间将肝脏25的一定的部分加热到直到60℃。换言之，层24的相应点的温度变化通过肝脏25的连续的周期性的运动来调制，肝脏由于呼吸运动而进行不大于2cm的运动。
因为肝脏25周期性地运动，层24的相应点(Stelle)总是沿着在肝脏25内部的相同的线段运动。换言之，相应的点总是掠过(überstreichen)肝脏25内部的(相同的线段的)相同的点(Punkte)。因为线段的这些点由于温度梯度而具有不同的温度，所以可以从测量的温度变化31中外推出肝脏25内部的特定点处的温度。在肿瘤切除中在相距1-2cm的两个点表现出存在例如10-30℃的温度差。在图3所示的温度变化31中，在线段的开头处的点和线段结尾处的点之间的温度差大约为8℃，如从温度变化31的幅值得到的。
因为层24的相应点总是掠过线段的相同点并且因为已知，温度沿着线段单调上升(或者下降，视视线方向而定)，所以可以从取温度变化31内的一个测量值的点推导出肝脏25的内部的位置。例如当对于相应的位置的温度值或测量值对应于温度变化31的最大值或最小值时，层24的相应的点总是位于相同的位置(线段的相同点)。当测量值等于一个周期的平均值时，如利用图3中的曲线变化31所示，相应的点位于肝脏25内部的另一个相同位置处。
换言之，温度变化32反映了在肝脏25的特定的相同点处温度的变化。
因为在图3所示的例子中仅以大约3s的间隔(每周期两次)测量对于特定的肝脏层的温度，所以具有优势的是，外推出对于中间时刻的温度。
此时为了表示肝脏内部另一个点处的温度，例如可以构建曲线变化，该曲线变化分别在最大值以下10％幅值处与周期性的变化31相交(也就是高于图3中的曲线变化32)。换句话说，可以从曲线31中重建并表示对于线段的每个点的温度变化，该线段由该层的相应点掠过。
要指出的是，替代对MR信号的相位的分析(如在PRF方法中那样)，还可以分析其他温度关系。换言之除了PFR方法之外还存在用于温度确定的其他MR方法，这些方法基于(与PRF方法不同的)其他物理效应。例如T1时间和扩散系数也取决于相应的组织的温度。由此在本发明的范围内例如可以借助T1加权的幅度图像来位置分辨地确定T1时间的改变、由此温度的改变和由此还有温度本身。换言之，在这种情况下从幅度图像中获得功能性图(温度图)。
图4示出了对于线段的不同点的多个温度变化33-37，该线段由层24的相应点掠过，对于该层确定了周期性的温度变化31。
利用图3和4解释的思路对于层24的所有点或体素都成立。因为层24由于肝脏25相对于层24的相对运动而掠过位于肝脏25的体积片段内部具有2cm厚度(厚度方向垂直于层平面)的所有的肝脏层，所以可以对于该肝脏层的每个点确定温度和由此确定温度变化。
现在为了确定在整个肝脏25内部的温度，可以对于多个层测量温度。当在这些多个层之间的间隔分别不大于肝脏的相对运动的范围(即在例子中不大于2cm)时，可以利用这些层扫描肝脏25的整个体积，只要最上面的层位于肝脏的上边缘并且最下面的层位于肝脏的下边缘。由此可以建立肝脏25的三维温度组。
当对于一个特定的时刻确定了对于一层的温度图时，可以通过分析MR信号的大小(绝对值)建立在该时刻该层的解剖MR图像。如果据此通过采用多个层建立肝脏25的三维温度组，则由此同时也可以重建肝脏25的三维MR图像信息。
然后根据该三维MR图像信息还可以精确配准温度图，即，可以精确地确定，温度图的哪个点相应于肝脏25的哪个点。
图5示出了按照本发明的方法的流程图。
在第一步骤S1中确定待检查的部位或器官中的一个层。在此这样确定该层，使得通过器官相对于该层的运动在该层和器官之间也总是存在交集，该层从不位于器官的外部。
然后在接下来的步骤S2中在多个时刻分别建立该层的温度图。
对于该层的选择的点在步骤S3中分别建立一个时间上的温度变化。在此尽可能这样确定所述点，使得所述点通过器官相对于该层的运动而在器官的具有尽可能大的温度差的片段中运动。
从选择的点的时间上的温度变化中对于特定的时刻在步骤S4中确定该层相对于器官的位置。
Claims (11)
1.一种用于借助磁共振设备(5)在检查对象(O)的预定的体积片段之内确定一层(24)的关于一个相对于该层运动的部位(25)的位置的方法，其中，该方法包括以下步骤：
在多个时刻位置分辨地采集在该层(24)之内的物理特性(T)，从而对于该层(24)的至少一个体素采集该物理特性(T)的时间曲线(31)，并且
根据该时间曲线(31)分别在特定时刻确定该层(24)关于该部位(25)的位置。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述部位(25)周期地相对于所述层(24)运动，由此所述物理特性(T)的时间曲线同样是周期性的，并且根据在该时间曲线的一个周期内部采集的物理特性(T)的位置来确定该层(24)相对于该部位(25)的位置。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述物理特性包括温度(T)、流速、扩散系数或谱分析结果。
4.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，
在采集所述物理特性(T)时在所述时刻对该层(24)的每个体素测量所述物理特性(T)的绝对值，并且
通过确定该层(24)关于该部位(25)的位置，周期性地随着该部位(25)的相对运动分别对于该部位(25)的相同的体素确定所述物理特性(T)的绝对值。
5.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，
在采集所述物理特性(T)时在该时刻对该层(24)的每个体素测量所述物理特性(T)的绝对值，
由于在采集所述物理特性(T)时相对于该层(24)运动的部位(25)的相对运动，分别对于多个部位层的体素采集所述物理特性(T)的绝对值，所述部位层是该部位的层，并且
通过确定该层(24)关于该部位(25)的位置，周期性地随着该部位(25)的相对运动分别对于所述部位层的体素重建所述物理特性(T)的绝对值。
6.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，
在采集所述物理特性(T)时在多个时刻对该层(24)的每个体素测量MR信号的幅值，
由于在采集所述物理特性(T)时相对于该层(24)运动的部位(25)的相对运动，分别对于多个部位层的体素采集所述幅值，所述部位层是该部位(25)的层，并且
通过确定该层(24)关于该部位(25)的位置，分别对于所述部位层根据采集的幅值重建解剖MR图像。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，
对该层(24)的位置的确定也是根据所采集的幅值来进行的。
8.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，
预先给出相对运动的范围，
根据该范围这样确定在预定的体积片段内部的多个层，使得这些层通过相对运动而掠过整个部位(25)，
在多个时刻位置分辨地采集在所述层内部的物理特性(T)，其中对于每个层每像素在所述时刻采集绝对值，
由于在采集所述物理特性(T)时相对于该层(24)的相对运动，分别对于每个部位层的体素采集所述物理特性(T)的绝对值，所述部位层是该部位(25)的层，并且
根据所述物理特性的时间曲线确定每个层关于该部位(25)的位置，由此分别对于每个部位层的体素重建该物理特性的绝对值。
9.根据上述权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，
在对肿瘤治疗方法的监视和/或控制的范围内的实时温度成像中采用所述方法。
10.一种用于确定在检查对象(O)的预定的体积片段内部的层(24)关于一个相对于该层(24)运动的部位(25)的位置的磁共振设备，
其中，所述磁共振设备(5)包括基本场磁铁(1)、梯度场系统(3)、多个HF天线(4)和控制装置(10)，所述控制装置用于控制所述梯度场系统(3)和HF天线(4)，用于接收由HF天线(4)所收到的测量信号，并且用于分析所述测量信号，
其中，所述磁共振设备(5)被如下地构造：所述磁共振设备(5)位置分辨地在多个时刻采集该层(24)内部的物理特性，从而对该层(24)的至少一个像素采集该物理特性的时间曲线，并且所述磁共振设备(5)根据所述时间曲线关于该部位(25)分别在特定的时刻确定该层(24)的位置。
11.根据权利要求10所述的磁共振设备，其特征在于，
所述磁共振设备(5)被构造为用于执行按照权利要求1至9中任一项所述的方法。
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